DE3823398A1

DE3823398A1 - METHOD FOR GENERATING A SEQUENCE OF SPINE Echo SIGNALS, THE USE OF THIS METHOD IN NUCLEAR SPIN TOMOGRAPHY AND DEVICE FOR CARRYING OUT OR TO USE THIS PROCEDURE

Info

Publication number: DE3823398A1
Application number: DE3823398A
Authority: DE
Inventors: Juergen Dipl Chem Dr Hennig
Original assignee: Spectrospin AG
Current assignee: Spectrospin AG
Priority date: 1988-07-09
Filing date: 1988-07-09
Publication date: 1990-01-11
Also published as: US5126673A; DE3823398C2; WO1990000743A1; EP0378628B1; EP0378628A1; JPH0634784B2; DE58905692D1; JPH03503248A

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erzeugung einer Folge von Spinechosignalen bei der NMR-Spektroskopie, bei dem eine in einem homogenen Magnetfeld angeordnete Probe mit einer Folge von HF-Impulsen angeregt wird, die die Erzeugung von Spinecho signalen zur Folge haben. The invention relates to a method for generating a sequence of spin echo signals in NMR spectroscopy, in which a sample with a sequence arranged in a homogeneous magnetic field is excited by RF pulses that generate spin echo result in signals.

Es sind mehrere Verfahren zur Erzeugung von Spinechosignalen bekannt. Allen diesen Verfahren ist gemeinsam, daß Maßnahmen getroffen werden, um den durch die Dephasierung der angeregten Spins infolge von Inhomogenitäten des Magnetfeldes auftretenden Induktionszerfall rückgängig zu machen, so daß eine ein neues Signal ergebende Rephasierung eintritt. Zur erwähnen ist bei spielsweise die Carr-Purcell-Impulsfolge, bei der einem 90°- Anregungsimpuls eine Anzahl von 180°-Impulsen folgt, welche eine Rephasierung bewirken, so daß nach jedem 180°-Impuls ein Spinechosignal auftritt. Durch Aufaddieren der Spinechosignale kann eine bedeutende Verbesserung des Signal/Rausch-Verhält nisses erzielt werden. Ein ähnlicher Effekt läßt sich auch durch das Einschalten von Gradientenfeldern zwischen den Spin echosignalen erzielen. Es ist auch bekannt, solche Verfahren zur Erzeugung einer Folge von Spinechosignalen bei der Kern spintomographie anzuwenden und die einzelnen Spinechosignale unterschiedlich zu codieren, so daß im Extremfall schon eine Folge von Spinechosignalen ausreicht, um die für die Erzeugung eines zweidimensionalen Bildes erforderlichen Signale zu er halten.There are several methods for generating spin echo signals known. All these procedures have in common that measures to be taken to those excited by the dephasing of the Spins occurring due to inhomogeneities in the magnetic field Undo induction decay so that a new one Signaling rephasing occurs. To be mentioned at for example the Carr-Purcell pulse sequence, in which a 90 ° Excitation pulse followed by a number of 180 ° pulses cause a rephasing, so that after every 180 ° pulse Spin echo signal occurs. By adding up the spin echo signals can significantly improve the signal-to-noise ratio nisses can be achieved. A similar effect can also be seen by switching gradient fields between the spin achieve echo signals. Such procedures are also known for generating a sequence of spin echo signals at the core apply spin tomography and the individual spin echo signals to code differently, so that in extreme cases already one Sequence of spin echo signals is sufficient to generate the of a two-dimensional image hold.

Der Nachteil der bekannten Verfahren zur Erzeugung einer Folge von Spinechosignalen besteht darin, daß sie noch immer eine erhebliche Zeit beanspruchen, weil zwischen dem Auftreten der einzelnen Spinechosignale die zur Refokussierung benötigten Gradientenschaltvorgänge liegen, welche eine endliche Zeit beanspruchen. Obwohl es technisch möglich wäre, Gradienten so schnell zu schalten, daß nach dem aus der DE-OS 34 34 161 be kannten Verfahren eine Bildaufnahme in einigen Millisekunden erfolgen könnte, sind solche Meßsequenzen nur zur Gewinnung einer Folge von wenigen Bildern geeignet, da solche Sequenzen inhärent eine extreme mechanische Beanspruchung des Meßsystems sowie - dadurch bedingt - eine extreme Lärmbelästigung des Patienten nach sich ziehen würden. Beim Schalten von Gradienten mit derart hohen Geschwindigkeiten würden zudem die für die Patientenuntersuchungen zulässigen Grenzwerte weit überschritten.The disadvantage of the known methods for generating a sequence of spin echo signals is that they are still one take up considerable time because between the occurrence of the individual spin echo signals required for refocusing Gradient switching processes, which are a finite time claim. Although it would be technically possible, gradients like this to quickly switch that according to be from DE-OS 34 34 161 knew methods of image acquisition in a few milliseconds such measurement sequences are only for acquisition a sequence of a few images is suitable because such sequences inherently extreme mechanical stress on the measuring system and - due to this - extreme noise pollution from the Would entail patients. When switching gradients at such high speeds, those for Patient examinations allowable limit values wide exceeded.

Eine kontinuierliche Erzeugung von Schnittbildern - wie etwa beim Ultraschallverfahren - ist daher mit diesen Techniken nicht möglich.A continuous generation of sectional images - such as in the ultrasound process - is therefore not possible with these techniques.

Daher liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren zur Erzeugung einer Folge von Spinechosignalen bei der NMR- Spektroskopie anzugeben, deren Spinechosignale in sehr kurzen Zeitabständen auftreten, so daß die Beobachtung schneller Vor gänge möglich ist, zumal die Möglichkeit besteht, die einzelnen Spinechosignale auf einfache Weise mit einem zu beobachtenden Parameter zu codieren.The invention is therefore based on the object of a method for generating a sequence of spin echo signals in the NMR Specify spectroscopy, the spin echo signals in very short Time intervals occur so that the observation is faster courses is possible, especially since there is the possibility of the individual Spin echo signals in a simple way with one to be observed Encode parameters.

Diese Aufgabe wird nach der Erfindung dadurch gelöst, daß die Probe zusätzlich einem magnetischen Gradientenfeld ausgesetzt und zur Anregung der Probe eine Folge von sehr schnell aufein anderfolgenden, äquidistanten HF-Impulsen unterschiedlicher Amplitude mit kleinem Flip-Winkel α verwendet wird, deren Flip winkel α und deren Amplitude derart gewählt sind, daß das Produkt aus der Anzahl der HF-Impulse und dem Flipwinkel der einzelnen Impulse einen Gesamt-Flipwinkel zwischen 90° und 180° ergibt und im Anschluß an die Folge der HF-Impulse ein Zug von äquidistanten Echosignalen mit möglichst konstanter Amplitude erhalten wird. This object is achieved according to the invention in that the sample is additionally exposed to a magnetic gradient field and a series of very quickly successive, equidistant RF pulses of different amplitudes with a small flip angle α is used to excite the sample, the flip angle α and whose amplitude is chosen such that the product of the number of RF pulses and the flip angle of the individual pulses results in a total flip angle between 90 ° and 180 ° and, following the sequence of the RF pulses, a train of equidistant echo signals with as much as possible constant amplitude is obtained.

Die Erfindung macht demnach von der bekannten Erscheinung Gebrauch, daß eine Folge von dicht aufeinanderfolgenden HF- Impulsen auch eine Folge von dicht aufeinanderfolgenden Echo signalen erzeugt, wie es beispielsweise von Kaiser et al. in J. Chem. Phys. 60, 2966 (1974) beschrieben ist. Es wurden jedoch bisher nur wenige Echosignale mit stark abnehmender Amplitude beobachtet, die in den aufgenommenen Spektren als Störsignale auftraten, und es wurde demgemäß nach Mitteln gesucht, um diese Echosignale zu vermeiden. Eine Möglichkeit, diese Echosignale als Nutzsignale zu verwerten, wurde bisher nicht gesehen. Eine solche Möglichkeit wird erst durch die Erfindung eröffnet, nach der durch Anlegen eines magnetischen Gradientenfeldes und die Anwendung von HF-Impulsen unterschiedlicher Amplitude dafür Sorge getragen wird, daß eine große Anzahl von Spinechosignalen mit möglichst konstanter Amplitude erscheint, die eine nutzbare Auswertung ermöglichen. Dabei ist insbesondere bei der Verwen dung des Verfahrens bei der Bilderzeugung ein Absinken der Amplitude der Echosignale auf ein Viertel der Anfangsamplitude noch nicht sehr störend, und soll noch die Bedingung erfüllen, daß die Echosignale eine möglichst konstante Amplitude auf weisen. Da die unvermeidliche Abnahme der Amplitude der Echo signale eine Funktion der Amplitudenvariation der HF-Impulse und demgemäß bekannt ist, besteht auch die Möglichkeit, durch entsprechende Steuerung des Verstärkungsfaktors des Empfängers oder auch rechnerisch für einen Amplitudenausgleich zu sorgen.The invention therefore makes the known appearance Use that a sequence of closely spaced RF Pulses are also a sequence of closely spaced echoes signals generated, as described for example by Kaiser et al. in J. Chem. Phys. 60, 2966 (1974). However, there were so far only a few echo signals with a strongly decreasing amplitude observed that in the recorded spectra as interference signals occurred, and means were accordingly sought to overcome them Avoid echo signals. One way to get these echo signals To use as useful signals has not been seen so far. A such a possibility is only opened up by the invention, after that by applying a magnetic gradient field and the use of RF pulses of different amplitudes for this Care is taken that a large number of spin echo signals appears with as constant an amplitude as possible, which is a usable one Enable evaluation. It is particularly in the use of the process in image generation a decrease in the Amplitude of the echo signals to a quarter of the initial amplitude not very annoying yet and should still meet the condition that the echo signals have a constant amplitude point. Because the inevitable decrease in the amplitude of the echo signals a function of the amplitude variation of the RF pulses and is accordingly known, there is also the possibility of appropriate control of the gain factor of the receiver or to provide an amplitude equalization computationally.

Ein besonderer Vorteil des erfindungsgemäßen Verfahrens besteht darin, daß das magnetische Gradientenfeld dazu benutzt werden kann, einen interessierenden Parameter zu codieren, insbesondere die Dichteverteilung der angeregten Spins in Richtung des Gra dienten. Dabei kann der Gradient während der ganzen Dauer des von der Folge der HF-Impulse gebildeten Puls-Burst und der sich anschließenden Folge von Echosignalen konstant sein. Es besteht aber auch die Möglichkeit, die Größe des magnetischen Gradientenfeldes in dem Zeitintervall zwischen der Folge der HF-Impulse und dem Beginn der Folge der Echosignale zu ändern. Durch eine Erhöhung des magnetischen Gradienten wird der zeit liche Abstand zwischen den Echosignalen gegenüber dem zeitlichen Abstand zwischen den HF-Impulsen vermindert und dadurch die Auslesezeit reduziert. Eine Verminderung des magnetischen Gradientenfeldes zieht zwar dementsprechend eine Vergrößerung des zeitlichen Abstandes zwischen den Echosignalen und demgemäß eine Verlängerung der Gesamtmeßzeit nach sich, führt aber zu einer Verbesserung des Signal/Rausch-Verhältnisses wegen der geringeren Bandbreite der Datenaufnahme. Je nach der Art der Verwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens kann daher die eine oder die andere Variante von praktischem Interesse sein.There is a particular advantage of the method according to the invention in that the magnetic gradient field is used for this can encode a parameter of interest, in particular the density distribution of the excited spins in the direction of Gra served. The gradient can be used for the entire duration of the the pulse burst formed by the sequence of the HF pulses and the subsequent sequence of echo signals must be constant. It but there is also the possibility of changing the size of the magnetic Gradient field in the time interval between the sequence of RF pulses and the beginning of the sequence of echo signals change. By increasing the magnetic gradient, the time distance between the echo signals compared to the temporal The distance between the RF pulses is reduced and the Readout time reduced. A decrease in the magnetic Gradient field accordingly increases accordingly the time interval between the echo signals and accordingly an extension of the total measuring time, but leads to an improvement in the signal-to-noise ratio because of the lower bandwidth of data acquisition. Depending on the type of Use of the method according to the invention can therefore one or the other variant of practical interest.

Die Folge der HF-Impulse braucht nicht lückenlos zu sein, sondern es kann vielmehr eine Folge äquidistanter HF-Impulse erzeugt werden, die an vorgegebenen Stellen Lücken aufweist, ohne daß auch entsprechende Lücken in der Folge der Echosignale entstehen. Hierdurch läßt sich die mittels der Folge der HF- Impulse auf die Probe eingestrahlte Gesamtenergie vermindern, was in manchen Fällen vorteilhaft sein kann. Allerdings wird entsprechend auch die Gesamtenergie der Echosignale geringer, so daß durch die Anforderungen an die Amplitude der Echosignale einer Ausdünnung der Folge der HF-Impulse Grenzen gesetzt sind. Im übrigen erfordert eine Lücken aufweisende Folge von HF- Impulsen eine andere Variation der Amplitude der HF-Impulse als eine lückenlose Folge.The sequence of the HF impulses need not be complete, rather, it can be a sequence of equidistant RF pulses are generated that have gaps at predetermined points, without corresponding gaps in the sequence of the echo signals arise. In this way, by means of the sequence of HF Reduce impulses of total energy radiated onto the sample, which can be beneficial in some cases. However accordingly the total energy of the echo signals is lower, so that by the requirements on the amplitude of the echo signals there are limits to thinning the sequence of the HF pulses. Moreover, a sequence of HF Another variation in the amplitude of the RF pulses as a seamless episode.

Es hat sich gezeigt, daß außer der Amplitude auch die Phase des Trägersignals der HF-Impulse für die Amplitude der Echo signale von Bedeutung ist. Daher sieht eine weitere Ausgestal tung der Erfindung vor, daß die HF-Impulse zusätzlich phasen moduliert werden. So führt beispielsweise eine Folge, bei der die Phase einer Hälfte der HF-Impulse gegenüber der Phase der zweiten Hälfte der HF-Impulse um 90° phasenverschoben ist, zu einer Verlängerung der Folge der Echosignale.It has been shown that in addition to the amplitude, the phase the carrier signal of the RF pulses for the amplitude of the echo signals is important. Therefore sees another form tion of the invention that the RF pulses additionally phase be modulated. For example, a sequence in which the phase of one half of the RF pulses versus the phase of the second half of the RF pulses is 90 ° out of phase an extension of the sequence of echo signals.

Wie bereits erwähnt, können auch die nach dem erfindungsgemäßen Verfahren erzeugten Echosignale für die Bilderzeugung in der NMR-Tomographie Anwendung finden. Dabei wird durch das magne tische Gradientenfeld eine Codierung in der Gradientenrichtung erzielt, und es entspricht das magnetische Gradientenfeld dem sonst bei der NMR-Tomographie üblicherweise angewendeten Lese gradienten. Demgemäß ist Gegenstand der Erfindung auch die Verwendung des vorstehend behandelten Verfahrens bei der Bild erzeugung. Dabei können die für die Punkte eines zweidimensio nalen Bildes charakteristischen Signale in besonders vorteil hafter Weise dadurch gewonnen werden, daß nach Abschluß der Folge von HF-Impulsen und für die Dauer der Folge der Echo signale die Probe zusätzlich einem zum magnetischen Gradienten feld senkrechten magnetischen Phasengradienten ausgesetzt wird und die erhaltenen Echosignale einer zweidimensionalen Fourier transformation unterworfen werden, welche die für die Punkte des Bildes charakteristischen Signale ergibt.As already mentioned, those according to the invention can also be used Process generated echo signals for imaging in the NMR tomography find application. Thereby the magne table gradient field encoding in the gradient direction achieved, and it corresponds to the magnetic gradient field otherwise the reading commonly used in NMR tomography gradient. Accordingly, the subject of the invention is also the Using the method discussed above in the image generation. It can be used for the points of a two-dimensional nal image characteristic signals in a particularly advantageous be won in such a way that after completion of the Sequence of RF pulses and for the duration of the sequence the echo signal the sample in addition to the magnetic gradient field is exposed to vertical magnetic phase gradients and the obtained two-dimensional Fourier echo signals be subjected to transformation which for the points characteristic signals of the image.

Durch die Verwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens zur Erzeugung der für die Punkte eines zweidimensionalen Bildes charakteristischen Signale ist es möglich, bei der Kernspin tomographie Bilder in einer sehr kurzen Zeit zu erzeugen. Darüberhinaus bleibt wegen der Anwendung von HF-Impulsen mit sehr kleinem Flipwinkel ein sehr großer Teil der Magnetisierung der Probe im Bereich des thermischen Gleichgewichtes, so daß die Sequenzen auch sehr schnell wiederholt werden können. Damit eröffnet das erfindungsgemäße Verfahren erstmals die Möglich keit, Bilder in sehr dichter Folge zu erzeugen, die eine film artige Darstellung und damit die Beobachtung von Bewegungs vorgängen in der Probe ermöglichen. Da außerdem weder der Lese gradient noch der Phasengradient während der Folge der Echo signale geschaltet werden muß und weiterhin die bei einer Meß sequenz eingestrahlte HF-Energie gering bleibt, sind alle Voraussetzungen erfüllt, um derartige Aufnahmen auch am mensch lichen Körper auszuführen und dabei die Funktion von Körper organen zu beobachten. Damit ergeben sich Möglichkeiten für eine Echtzeit-Überwachung, wie sie bisher nur mit Ultraschall geräten moglich war.By using the inventive method for Generation of the for the points of a two-dimensional image characteristic signals it is possible at the nuclear spin to produce tomography images in a very short time. In addition, remains with the use of RF pulses very small flip angle a very large part of the magnetization the sample in the range of thermal equilibrium, so that the sequences can also be repeated very quickly. In order to the method according to the invention opens up the possibility for the first time ability to produce images in very close succession that a film like representation and thus the observation of movement enable processes in the sample. Since neither is the reading gradient still the phase gradient during the sequence of the echo signals must be switched and continue with a measurement radiated RF energy remains low, are all Prerequisites fulfilled in order to record such images on humans body and thereby the function of the body organs to watch. This creates opportunities for real-time monitoring, which was previously only possible with ultrasound devices was possible.

Wie bereits erwähnt, kann der Phasengradient während der Dauer der Folge der Echosignale konstant sein, weil bei konstantem Phasengradienten eine monoton zunehmende Dephasierung der Echo signale eintritt. Hieraus ergeben sich zwar auch gewisse Abbil dungsfehler, die jedoch bei Verwendung einer hinreichend großen Datenmatrix unerheblich sind. Der Vorteil besteht darin, daß der Phasengradient während der Aufnahmezeit nicht geschaltet zu werden braucht, das Einschalten in dem Intervall zwischen dem Ende der Folge der HF-Impulse und dem Beginn der Folge der Echosignale relativ langsam erfolgen kann und wegen der akkumu lierenden Wirkung des Phasengradienten seine Stärke auch klein sein kann. Daher tritt durch das Einschalten des Phasengradienten für einen mittels Kernspin-Tomographie unter suchten Patienten keine Belastung auf.As already mentioned, the phase gradient can last during the duration the sequence of the echo signals to be constant because at constant Phase gradients a monotonically increasing dephasing of the echo signals entry. Certain figures result from this errors, which, however, when using a sufficiently large Data matrix are irrelevant. The advantage is that the phase gradient was not switched during the recording time need to be turned on in the interval between the end of the sequence of RF pulses and the beginning of the sequence of Echo signals can take place relatively slowly and because of the accumulator effect of the phase gradient, its strength is also small can be. Therefore, by turning on the Phase gradient for a using nuclear spin tomography patients did not seek stress.

Es besteht aber auch die Möglichkeit, die durch einen konstanten Phasengradienten auftretenden Bildfehler dadurch zu vermeiden, daß der Phasengradient jeweils in den Intervallen zwischen den einzelnen Echosignalen impulsartig eingeschaltet wird. Hierdurch wird eine direkte Datensammlung in einem orthogonalen Raster ermöglicht. Da auch hier der Phasencodiergradient sehr schwach sein kann, bereitet das schnelle Schalten des Phasengradienten zwischen den Echosignalen keine Schwierigkeiten und führt auch nicht zu starken Belastungen eines Patienten.But there is also the possibility of a constant To avoid phase errors occurring image errors by that the phase gradient in each case in the intervals between the individual echo signals are switched on in a pulsed manner. Hereby becomes a direct data collection in an orthogonal grid enables. Because here too the phase coding gradient is very weak can be the rapid switching of the phase gradient between the echo signals no problems and also leads not too much strain on a patient.

Im übrigen können auch bei der Verwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens zur Erzeugung von Bildern bei der Kernspintomographie die sonst aus der Kernspintomographie bekannten Verfahren zur Scheibenselektion Anwendung finden, und es besteht auch die Möglichkeit, das zweidimensionale Verfahren zu einem dreidimen sionalen Verfahren zu erweitern. So kann beispielsweise vor dem Einstrahlen der Folge der HF-Impulse die Probe einem Scheibenselektionsgradienten und einem selektiven Anregungs impuls ausgesetzt werden, nach dem dann die Folge der HF-Impulse die Wirkung eines Refokussierimpulses hat. Stattdessen könnte auch die Probe vor dem Einstrahlen der Folge der HF-Impulse einem Scheibenselektionsgradienten und einem HF-Impuls ausge setzt werden, durch den die außerhalb der selektierten Scheibe liegenden Bereiche der Probe gesättigt werden, so daß auf das erfindungsgemäße Verfahren nur noch die sich innerhalb der ungestörten Scheibe befindenden Spins ansprechen. Eine weitere Möglichkeit besteht darin, daß nach Beendigung der Folge von HF-Impulsen und vor Beginn der Folge von Echoimpulsen auf die Probe ein scheibenselektiver Refokussierimpuls eingestrahlt und für die Dauer des Refokussierimpulses das magnetische Gra dientenfeld durch einen Selektionsgradienten ersetzt wird.Otherwise, can also be used when using the invention Process for the generation of images in magnetic resonance imaging the otherwise known methods of magnetic resonance imaging for Disc selection apply, and there is also Possibility to transform the two-dimensional process into a three-dimensional one to expand sional procedures. For example, before the irradiation of the sequence of RF pulses the sample one Slice selection gradients and a selective excitation exposed to the pulse, then the sequence of RF pulses has the effect of a refocusing pulse. Instead, could also the sample before irradiation of the sequence of RF pulses a slice selection gradient and an RF pulse through which the outside of the selected disc lying areas of the sample are saturated, so that on the inventive method only within the address undisturbed disc spins. Another Possibility is that after the sequence of RF pulses and before the start of the sequence of echo pulses on the A slice-selective refocusing pulse is irradiated and for the duration of the refocusing pulse the magnetic Gra field is replaced by a selection gradient.

Zur Erfassung der dritten Dimension können in analoger Weise die Methoden der dreidimensionalen Fouriertransformation an gewendet oder aber die zur Erzeugung der für die Punkte eines zweidimensionalen Bildes charakteristischen Signale dienenden Maßnahmen nacheinander für eine gewünschte Anzahl dicht neben einander liegender Scheiben wiederholt werden.The third dimension can be recorded in an analogous manner the methods of the three-dimensional Fourier transform turned or for the generation of points for a characteristic signals serving two-dimensional image Take measures one after the other for a desired number close together discs lying on top of each other can be repeated.

Gegenstand der Erfindung ist endlich auch eine Vorrichtung zum Durchführen des erfindungsgemäßen Verfahrens bzw. seiner Verwendung zur Bilderzeugung. Ebenso wie die bekannten Vorrich tungen weist auch die erfindungsgemäße Vorrichtung einen zur Erzeugung von HF-Impulsen ausgebildeten Sender auf, jedoch muß erfindungsgemäß der Sender zur Erzeugung von Folgen sehr dicht aufeinanderfolgender, äquidistanter HF-Impulse mit von Impuls zu Impuls veränderlicher Amplitude und gegebenenfalls auch Phase eingerichtet sein.The invention finally also relates to a device for Carrying out the method according to the invention or its Use for imaging. Just like the well-known Vorrich the device according to the invention also has one Generation of RF pulses trained transmitter, but must according to the invention, the transmitter for generating sequences is very dense successive, equidistant RF pulses with von Impuls to pulse of variable amplitude and possibly also Phase.

Die Erfindung wird im Folgenden anhand der in den Fig. 1 bis 6 dargestellten Diagramme näher beschrieben und erläutert. Die der Beschreibung in Verbindung mit den Diagrammen zu entneh menden Merkmale können bei der Vielzahl der möglichen Varianten des erfindungsgemäßen Verfahrens und dessen Verwendung einzeln für sich oder in beliebiger Kombination Anwendung finden.The invention is described and explained in more detail below with reference to the diagrams shown in FIGS. 1 to 6. The features to be taken from the description in connection with the diagrams can be used individually or in any combination given the large number of possible variants of the method according to the invention and its use.

Fig. 1 veranschaulicht die Basissequenz des erfindungsgemäßen Verfahrens. Wie aus Fig. 1 ersichtlich, ist die Amplitude der HF-Impulse in der Weise moduliert, daß diese Amplitude im Ver lauf des Puls-Burst zunimmt. Hierdurch wird erreicht, daß eine große Zahl von Echosignalen mit nur langsam abnehmender Ampli tude erhalten wird. Die Variation der Amplitude der HF-Impulse läßt sich nach den von D.E. Woessner in J. Chem. Phys. 34, 2057 (1961) angegebenen Gleichungen berechnen. Obwohl die Er zeugung einer Folge von Echosignalen mit gleicher Amplitude nur für einen gegen Oo gehenden Anregungs-Flipwinkel erzeugbar ist, der zu untauglich kleinen Signalamplituden führen würde, läßt sich ein guter Kompromiß zwischen ausreichend großer Ampli tude und ausreichender Amplitudenkonstanz auch für eine zur Messung tauglichen Signalstärke erreichen. Fig. 1, the base sequence illustrates the inventive method. As can be seen from Fig. 1, the amplitude of the RF pulses is modulated in such a way that this amplitude increases in the course of the pulse burst. This ensures that a large number of echo signals with only slowly decreasing ampli tude is obtained. The variation of the amplitude of the RF pulses can be according to the by DE Woessner in J. Chem. Phys. 34 , 2057 (1961). Although the generation of a sequence of echo signals with the same amplitude can only be generated for an excitation flip angle going towards Oo, which would lead to unsuitable small signal amplitudes, a good compromise between a sufficiently large amplitude and sufficient amplitude constancy can also be used for a suitable measurement Reach signal strength.

Die Anregungssequenz 1 besteht aus einer Folge von vielen HF- Impulsen, die auch als Puls-Burst bezeichnet wird. Es handelt sich vorzugsweise um 64, 128 oder 256 HF-Impulse mit recht eckigem Anregungsprofil und einer typischen Dauer von 1 bis 20 µs. Sie haben unterschiedliche Amplituden und einen typischen Flipwinkel von 0,1° bis 2°. Sie folgen in einem zeit lich konstanten Abstand aufeinander. Der typische Abstand zwi schen den HF-Impulsen beträgt 50 bis 1000 µs. Nach Beendigung des Puls-Burst 1 bildet sich die dargestellte Folge von Echo signalen. Die Sequenz von Puls-Burst 1 und Echosignalen 2 findet unter einem zeitlich konstanten magnetischen Gradientenfeld 3 statt, das auch als Lesegradient G _R bezeichnet werden kann.The excitation sequence 1 consists of a sequence of many RF pulses, which is also referred to as a pulse burst. It is preferably 64, 128 or 256 RF pulses with a rectangular excitation profile and a typical duration of 1 to 20 microseconds. They have different amplitudes and a typical flip angle of 0.1 ° to 2 °. They follow one another at a constant time interval. The typical distance between the RF pulses is 50 to 1000 µs. After completion of the pulse burst 1 , the sequence of echo signals shown is formed. The sequence of pulse burst 1 and echo signals 2 takes place under a time-constant magnetic gradient field 3 , which can also be referred to as a reading gradient G _R.

Es sei erwähnt, daß in dem in Fig. 1 dargestellten Puls-Burst die HF-Impulse nicht lückenlos vorzuliegen brauchen. In der oben erwähnten Literaturstelle ist beschrieben, daß bereits wenige HF-Impulse die Erzeugung sehr vieler Echos zur Folge haben können. Daher kann in der den Puls-Burst 1 bildenden Folge von prinzipiell äquidistanten HF-Impulsen eine mehr oder minder große Anzahl von HF-Impulsen ausgelassen werden. Eine Minimalisierung der Anzahl der HF-Impulse kann erreicht werden, wenn der Abstand zwischen den HF-Impulsen entsprechend der Folge 1, 3, 5, 9, 17, ..., n mit n = 2ⁿ + 1 variiert wird, die HF-Impulse also nur zu den Zeitpunkten 0, 1, 4, 9, 18, 35 usw. gesendet werden, wobei die Zeitpunkte ganzzahlige Vielfache des Abstandes zwischen den äquidistanten Echosignalen angeben. Allerdings läßt sich für eine solche Folge keine monotone Ampli tudenänderung der Echosignale erzeugen, geschweige denn auch nur eine annähernde Gleichheit der Amplituden. Andere Möglich keiten bestehen im Auslassen nur einzelner HF-Impulse oder auch von Gruppen von HF-Impulsen. Eine einfache Möglichkeit folgt aus der Beobachtung der Tatsache, daß die Zahl der Echo signale auch dann konstant bleibt, wenn im mittleren Drittel des Puls-Burst keine HF-Impulse vorliegen. Eine solche Operation läßt sich sukzessiv auf die verbleibenden Pakete von HF-Impulsen anwenden. Verschiedene Anwendungen dieser "Blanking"-Operation auf Teile des gesamten Puls-Burst ergibt eine sehr große Anzahl möglicher Puls-Bursts, wobei die Amplitudenmodulation der HF- Impulse für jede ihrer Folgen neu optimiert werden muß, um möglichst gleiche Amplituden der Echosignale zu erreichen. Aus der Berechnung der Signalamplitude folgt dabei, daß ein Puls- Burst aus einer lückenlosen Folge von HF-Impulsen sehr viel leichter bezüglich der Amplitudenkonstanz der Echosignale zu optimieren ist als eine Lücken aufweisende Folge von HF-Im pulsen. Abschließend sei auch noch bemerkt, daß jeder beliebige Puls-Burst zeitlich invertiert werden kann, wobei allerdings die Amplituden wiederum neu berechnet werden müssen.It should be mentioned that in the pulse burst shown in FIG. 1, the RF pulses need not be present without gaps. The above-mentioned literature describes that even a few RF pulses can result in the generation of a large number of echoes. Therefore, a more or less large number of RF pulses can be omitted in the sequence of principally equidistant RF pulses forming the pulse burst 1. The number of RF pulses can be minimized if the distance between the RF pulses is varied in accordance with the sequence 1, 3, 5, 9, 17, ..., n with n = 2 ⁿ + 1, the RF -Impulses are therefore only sent at times 0, 1, 4, 9, 18, 35, etc., the times indicating integer multiples of the distance between the equidistant echo signals. However, no monotonous amplitude change of the echo signals can be generated for such a sequence, let alone even an approximate equality of the amplitudes. Other possibilities are the omission of only individual RF pulses or groups of RF pulses. A simple possibility follows from the observation of the fact that the number of echo signals remains constant even when there are no RF pulses in the middle third of the pulse burst. Such an operation can be successively applied to the remaining packets of RF pulses. Different applications of this "blanking" operation on parts of the entire pulse burst result in a very large number of possible pulse bursts, the amplitude modulation of the RF pulses having to be re-optimized for each of their sequences in order to achieve the same possible amplitudes of the echo signals. From the calculation of the signal amplitude it follows that a pulse burst from a gapless sequence of RF pulses is much easier to optimize in terms of the amplitude constancy of the echo signals than a gapless sequence of HF pulses. Finally, it should also be noted that any pulse burst can be inverted in time, although the amplitudes must be recalculated.

Die erfindungsgemäße Basissequenz kann in vielfältiger Weise verwendet werden. Besonders vorteilhaft ist die Verwendung bei der Bilddarstellung, weil sie zur sehr schnellen Erzeugung von Bildern führt. Dabei bildet das magnetische Gradientenfeld 3 den zur Codierung einer ersten Raumrichtung dienenden Lese gradienten G _R. Die Ortscodierung für die zweiten Raumrichtung kann am einfachsten durch Anlegen eines zweiten Gradienten in räumlich senkrechter Richtung zum Lesegradienten G _R erfolgen, wobei sich die Stärke des auch als Phasengradienten G _P bezeich neten zweiten Gradienten aus dem Quotienten aus der Stärke des Lesegradienten G _R mit der Zahl der ausgelesenen Echosignale ergibt. Wie in Fig. 2 dargestellt, wird der Phasengradient 4 erst nach Ende des Puls-Burst 1 angelegt und dann für die Dauer der Folge 2 der Echosignale konstant beibehalten. Dieser Phasen gradient 4 bewirkt eine ständige Dephasierung der gebildeten Echosignale, so daß diese Echosignale unmittelbar durch eine zweidimensionale Fouriertransformation zu einem Bild rekon struiert werden können.The base sequence according to the invention can be used in a variety of ways. Use in image display is particularly advantageous because it leads to the very rapid generation of images. The magnetic gradient field 3 forms the reading gradient G _{R used} for coding a first spatial direction. The location coding for the second spatial direction can be done most simply by applying a second gradient in a spatially perpendicular direction to the reading gradient G _R , the strength of the second gradient, also referred to as phase gradient G _P, from the quotient of the strength of the reading gradient G _R with the Number of echo signals read out results. As shown in FIG. 2, the phase gradient 4 is only applied after the pulse burst 1 has ended and is then kept constant for the duration of the sequence 2 of the echo signals. This phase gradient 4 causes a constant dephasing of the echo signals formed, so that these echo signals can be reconstructed directly into an image by a two-dimensional Fourier transformation.

Der zur Erzeugung der Bildsignale verwendete 2DFT-Rekonstruk tionsalgorithmus beruht auf einem zeilenweisen Abtasten des Fourierraums (k-space), wobei alle Zeilen eine konstante De phasierung besitzen. Die Datenpunkte bei dem anhand der Fig. 2 erläuterten Verfahren erhalten jedoch durch das Vorliegen eines während der Akquisition konstanten Phasengradienten eine monoton zunehmende Dephasierung, die zu Abbildungsfehlern, nämlich schräg verlaufenden Bildzeilen, führt. Allerdings sind die sich daraus ergebenden Fehler bei Verwendung einer hinreichend großen Datenmatrix unerheblich. Ab einer Datenmatrix von mindes tens 32×32 Bildpunkten können diese Abbildungsfehler als vernachlässigbar betrachtet werden. Zwar ließe sich auch eine fehlerfreie Bildrekonstruktion durch Anpassung des Rekonstruk tionsalgorithmus an die Art der Abtastung des k-Raumes errei chen, nämlich durch eine Interpolation der Daten im Zeitbereich auf ein orthogonales Raster vor der eigentlichen zweidimensio nalen Fouriertransformation. Die hierzu benötigte Rechenzeit würde jedoch die Vorteile aufheben, welche sich durch die nach der Erfindung mögliche schnelle Bildaufnahme ergeben.The 2DFT reconstruction algorithm used to generate the image signals is based on scanning the Fourier space (k-space) line by line, with all lines having a constant dephasing. The data points in the method explained with reference to FIG. 2, however, receive a monotonically increasing dephasing due to the presence of a phase gradient that is constant during the acquisition, which leads to imaging errors, namely oblique image lines. However, the resulting errors are insignificant when using a sufficiently large data matrix. From a data matrix of at least 32 × 32 pixels, these aberrations can be regarded as negligible. An error-free image reconstruction could also be achieved by adapting the reconstruction algorithm to the type of scanning of k-space, namely by interpolating the data in the time domain to an orthogonal grid before the actual two-dimensional Fourier transformation. However, the computation time required for this would cancel out the advantages which result from the rapid image recording possible according to the invention.

Allerdings läßt sich eine direkte Datensammlung in einem ortho gonalen Raster durch die Verwendung eines nicht konstanten Phasengradienten erreichen, wie es das Diagramm nach Fig. 3 veranschaulicht. Wie ersichtlich, ist bei dem in Fig. 3 wieder gegebenen Verfahren der konstante Phasengradient 4 nach Fig. 2 durch eine Folge von sehr kurzen Phasencodier-Impulsen 5 er setzt, die jeweils zwischen den Echosignalen 2 eingeschaltet werden. Das Einschalten der Phasencodier-Impulse ist problemlos möglich, weil diese Gradientenimpulse nur eine sehr geringe Amplitude haben.However, a direct data collection in an orthogonal grid can be achieved by using a non-constant phase gradient, as the diagram in FIG. 3 illustrates. As can be seen, in the method shown in FIG. 3, the constant phase gradient 4 according to FIG. 2 is replaced by a sequence of very short phase coding pulses 5 , which are each switched on between the echo signals 2 . Switching on the phase encoding pulses is possible without any problems because these gradient pulses have only a very small amplitude.

Die anhand der Fig. 2 und 3 beschriebenen 2D-Verfahren lassen sich durch eine Ortscodierung in einer zu den Richtungen des Lesegradienten G _R und des Phasengradienten G _P senkrechten dritten Richtung und die Anwendung der dreidimensionalen Fouriertransformation zu einem 3D-Verfahren erweitern. Dabei sind die von den 3D-Verfahren her bekannten, verschiedenen Wege durch den dreidimensionalen k-Raum möglich.The 2D methods described with reference to FIGS . 2 and 3 can be expanded by a spatial coding in a third direction perpendicular to the directions of the reading gradient G _R and the phase gradient G _P and the application of the three-dimensional Fourier transformation to a 3D method. The various paths through the three-dimensional k-space known from the 3D method are possible.

Es läßt sich aber auch das anhand der Fig. 2 und 3 beschriebene 2D-Verfahren in Verbindung mit einer in der Kernspintomographie üblichen Scheibenselektion kombinieren. So kann auch das erfin dungsgemäße Verfahren in Verbindung mit einem zusätzlichen scheibenselektiven Impuls verwendet werden, der in bekannter Weise als amplituden- und gegebenenfalls auch phasenmodulierter HF-Impuls mit kleiner spektraler Bandbreite unter einem kon stanten Selektionsgradienten G _S eingestrahlt wird. Wie in Fig. 4 dargestellt, kann ein scheibenselektiver HF-Impuls nach Ab schalten des Lesegradienten 3 als Refokussierungsimpuls bei herrschendem Selektionsgradienten 7 auf die Probe eingestrahlt werden. Die refokussierte Folge 2 der Echosignale wird dann nach einer weiteren Zeit bei wieder eingeschaltetem Lesegrad ienten 3′ empfangen. Der Phasengradient 4 kann dann wieder während des Empfangs der Echosignale 2 konstant vorliegen oder aber, wie in Fig. 3 dargestellt, getastet sein. Durch einen zusätzlichen Gradientenimpuls 8, der vor dem Refokussierimpuls 6 eingeschaltet wird, kann der Nullpunkt der Phasencodierung durch den Phasengradienten 4 in die Mitte der Folge der Echo signale 2 geschoben werden.However, the 2D method described with reference to FIGS. 2 and 3 can also be combined in connection with a slice selection which is customary in magnetic resonance imaging. Thus, the method according to the invention can also be used in conjunction with an additional disk-selective pulse which is radiated in a known manner as an amplitude-modulated and possibly also phase-modulated RF pulse with a small spectral bandwidth under a constant selection gradient G _S. As shown in Fig. 4, a disc-selective RF pulse after switching off the reading gradient 3 can be irradiated as a refocusing pulse with the selection gradient 7 on the sample. The refocused sequence 2 of the echo signals is then received after a further time when the reading level ienten 3 'is switched on again. The phase gradient 4 can then be constant again during the reception of the echo signals 2 or, as shown in FIG. 3, can be keyed. With an additional gradient pulse 8 , which is switched on before the refocusing pulse 6 , the zero point of the phase coding can be shifted by the phase gradient 4 into the middle of the sequence of the echo signals 2 .

Wie aus Fig. 5 ersichtlich, kann ein zur Scheibenselektion dienender HF-Impuls 9 bei herrschendem Selektionsgradienten 7 auch vor dem Einstrahlen der Folge 1 von HF-Impulsen an die Probe angelegt werden. In diesem Fall wirkt die Folge 1 der HF- Impulse wie ein Refokussierimpuls, so daß die Folge 2 der Echo impulse in einem zeitlichen Abstand von der Folge 1 der HF- Impulse erscheint, die dem Abstand dieser Folge 1 von dem Selektionsimpuls 9 entspricht.As can be seen from FIG. 5, an RF pulse 9 serving for slice selection can also be applied to the sample before the irradiation of the sequence 1 of RF pulses when the selection gradient 7 is present. In this case, the sequence 1 of the RF pulses acts as a refocusing pulse, so that the sequence 2 of the echo pulses appears at a time interval from the sequence 1 of the RF pulses, which corresponds to the distance of this sequence 1 from the selection pulse 9 .

Es sei auch noch erwähnt, daß eine dritte Möglichkeit der Scheibenselektion in der Unterdrückung des Signals aus den Bereichen der Probe besteht, die nicht zu der zu beobachtenden Scheibe gehören. Hierzu sind die aus der NMR-Tomographie bekannten Verfahren anwendbar, wie insbesondere die Anwendung eines Sandwich-Impulses, durch den erreicht wird, daß die selektierte Scheibe sich nach diesem Impuls im Zustand reiner z-Magnetisierung befindet, während die außerhalb der selek tierten Scheibe liegenden Bereich in eine transversale Magneti sierung überführt worden sind. Daher führt die Anwendung der durch die Fig. 2 und 3 veranschaulichten Verfahren unmittelbar nach diesem Sandwich-Impuls zur Signalerzeugung ausschließlich innerhalb des in den Zustand reiner z-Magnetisierung zurückge führten Volumens der Scheibe. Ähnlich kann auch durch die Ver wendung eines volumenselektiven Sättigungspulses vor Anwendung der durch die Fig. 2 und 3 veranschaulichten Verfahren erreicht werden, daß Signale nur aus der selektierten Scheibe erhalten werden. It should also be mentioned that a third possibility for slice selection is to suppress the signal from the areas of the sample that do not belong to the slice to be observed. For this purpose, the methods known from NMR tomography can be used, such as, in particular, the use of a sandwich pulse, by means of which the selected disk is in the state of pure z-magnetization after this pulse, while those lying outside the selected disk Area have been converted into a transverse magnetization. Therefore, the application of the method illustrated by FIGS. 2 and 3 leads immediately after this sandwich pulse for signal generation exclusively within the volume of the disk which is returned to the state of pure z-magnetization. Similarly, by using a volume-selective saturation pulse before applying the method illustrated by FIGS . 2 and 3, it can be achieved that signals are only obtained from the selected slice.

Um die Wirkung eines Puls-Burst zu berechnen, kann man auch von einem neuen theoretischen Ansatz ausgehen, der darin be steht, daß die Gesamtmagnetisierung eines Spinensembles nicht mehr in die elementaren Komponenten der transversalen Magneti sierungen M _x und M _y und der longitudinalen Magnetisierung M _z zerlegt wird, sondern in komplexe Subensembles F _n und Z _n von Magnetisierungsvektoren, von denen F _n Subensembles transversaler Magnetisierung und Z _n Subensembles der z-Magnetisierung sind. Jedes Subensemble F _n läßt sich als komplexe Summe von Vektoren transversaler Magnetisierung darstellen, nämlichTo calculate the effect of a pulse burst, one can also start from a new theoretical approach, which consists in the fact that the total magnetization of a spin ensemble is no longer in the elementary components of the transverse magnetizations M _x and M _y and the longitudinal magnetization M _{z is} broken down, but into complex sub-ensembles F _n and Z _n of magnetization vectors, of which F _{n are} sub-ensembles of transverse magnetization and Z _{n are} sub-ensembles of z-magnetization. Each sub ensemble F _n can be represented as a complex sum of vectors of transverse magnetization, namely

F _n = Σ (M _x + iM _y. F _n = Σ (M _x + iM _y .

Die zeitliche Entwicklung zwischen zwei HF-Impulsen läßt sich als Transformationsgleichung zwischen solchen Subensembles darstellen. Ebenso läßt sich die Wirkung jedes HF-Impulses durch eine Transformationsgleichung zwischen solchen Suben sembles beschreiben. Die Zahl der zur vollständigen Beschrei bung einer Folge von HF-Impulsen erforderlichen Subensembles ergibt sich aus einem Phasendiagramm, welches alle Entwicklungs möglichkeiten des Spinsystems berücksichtigt und in Fig. 6 dargestellt ist. Zum Zeitpunkt 10 vor dem ersten HF-Impuls, bei dem es sich um einen x-Anregungsimpuls handelt, befindet sich das Spinsystem im Zustand reiner z-Magnetisierung. Durch den x-Anregungsimpuls wird ein Teil sin α₁ des Spinensembles in die y-Magnetisierung übergeführt, wobei a₁ der Flipwinkel des ersten Anregungsimpulses ist. Unter dem Einfluß des anliegenden Lesegradienten 3 (Fig. 1) dephasiert dieser Teil des Spinsys tems, so daß er sich zum Zeitpunkt 20 vor dem zweiten Anregungs impuls im Zustand F ₁ befindet. Aufgrund der Dephasierung des Spinsystems ist die vektorielle Summe aller Spins des Suben sembles F ₁ = 0. Der nächste Anregungsimpuls invertiert einen Anteil sin²(α/2) und bringt ihn in den Zustand F ₁ ^*, den kon jugiert komplexen Zustand zu F ₁, das heißt, daß alle x-Anteile in F ₁ erhalten bleiben und alle y-Anteile invertiert werden. Diese Anteile rephasieren unter dem Lesegradienten zu einer Magnetisierung in -y-Richtung und werden vom nächsten Anregungs impuls mit einer sin α₃ entsprechenden Wahrscheinlichkeit in z- Magnetisierung übergeführt. Die von den Anregungsimpulsen nicht erfaßten Anteile der Magnetisierungen F _n entwickeln sich unter dem Einfluß des Lesegradienten 3 in Zustände höher Magnetisie rung. Gleichzeitig führt der Einfluß der Anregungsimpulse auf die Zustände F _n zur Ausbildung sogenannter kohärenter z-Magneti sierung, welche bei darauffolgenden Anregungsimpulsen zur Aus bildung stimulierter Echos führt. Nach Beendigung der Folge von n-äquidistanten Anregungsimpulsen (HF-Impulsen) rephasieren alle Zustände F _n ^* und -F _n ^* zu -y- und y-Magnetisierungen und damit zu beobachtbaren Echos, wobei die Amplitude des n.ten Echos gleich der Menge der Spins F _n ^* - (-F _n ^*) ist, da sich die gebildeten y- und -y-Anteile kompensieren. Eine quantitative Berechnung der Amplituden aller Echosignale nach n Anregungs impulsen läßt sich auf diese Weise durch n Matrixmultipli kationen durchführen, was auch für mehrere hundert HF-Impulse ohne weiters möglich ist.The development over time between two RF pulses can be represented as a transformation equation between such sub ensembles. Likewise, the effect of each RF pulse can be described by a transformation equation between such sub-sembles. The number of sub ensembles required for the complete description of a sequence of RF pulses results from a phase diagram which takes into account all the development possibilities of the spin system and is shown in FIG. 6. At time 10 before the first RF pulse, which is an x excitation pulse, the spin system is in the state of pure z-magnetization. The x-excitation pulse converts a part sin α ₁ of the spin ensemble into the y-magnetization, where a ₁ is the flip angle of the first excitation pulse. Under the influence of the applied reading gradient 3 ( FIG. 1), this part of the spin system dephases so that it is in state F ₁ at time 20 before the second excitation pulse. Due to the dephasing of the spin system, the vectorial sum of all spins of the sub-semble is F ₁ = 0. The next excitation pulse inverts a portion sin ² ( α / 2) and brings it into the state F ₁ ^* , the conjugate complex state to F ₁ , that is, all x components in F ₁ are retained and all y components are inverted. These components rephase under the reading gradient to a magnetization in the -y direction and are converted into z magnetization by the next excitation pulse with a probability corresponding to sin α ₃. The portions of the magnetizations F _n not detected by the excitation pulses develop under the influence of the reading gradient 3 in states of higher magnetization. At the same time, the influence of the excitation pulses on the states F _{n leads} to the formation of so-called coherent z-magnetization, which leads to the formation of stimulated echoes with subsequent excitation pulses. After completion of the sequence of n-equidistant excitation pulses (RF pulses), all states F _n ^* and - F _n ^* re-phase to -y- and y-magnetizations and thus to observable echoes, the amplitude of the nth echo being equal to the amount is the spins F _n ^* - (- F _n ^* ), since the y and -y components formed compensate each other. A quantitative calculation of the amplitudes of all echo signals after n excitation pulses can be performed in this way by n matrix multiplications, which is also possible for several hundred RF pulses.

Neben der quantitativen Berechnung läßt sich das Diagramm nach Fig. 6 auch zu relevanten qualitativen Betrachtungen verwenden. Wie bereits erwähnt, führt die gleichzeitige Bildung einer y und einer -y-Magnetisierung aufgrund der Vektoraddition zu einer Reduktion der Amplitude der sich bildenden Echosignale. Wie aus Fig. 6 ersichtlich, ist ein solcher Zustand frühestens zum Zeitpunkt 50 erreicht und dort durch kleine Kreise ange deutet. Der Zustand y ergibt sich dabei aus der zweifachen Refokussierung der z-Magnetisierung, welche zum Zeitpunkt 10 angeregt wurde, via zy - F ₁F^1* - -y-y - -F ₁-F ₁ ^* - y, während sich der Zustand -y durch einfache Refokussierung der durch den dritten HF-Impuls angeregten Magnetisierung (aber auch anderer Anteile) ergibt. Dies bedeutet, daß die Amplitude aller derjenigen Echosignale reduziert wird, die auf einem Weg mit mehr als einer Refokussierung zustande kommen. Große Flipwinkel erhöhen die Refokussierungswahrscheinlichkeit entsprechend sin²(α/2). Dies führt dazu, daß bei Verwendung von großen Flip winkeln bereits nach wenigen Echos solche gegenphasigen Signale erzeugt werden und die Amplitude der Echosignale schnell ab fällt. Bei kleinen Flipwinkeln wird dagegen das Gesamtsignal von Magnetisierungen bestimmt, welche nur eine Refokussierung erlitten haben. Dementsprechend erfolgt der Abfall der Amplitude der Echosignale langsamer.In addition to the quantitative calculation, the diagram according to FIG. 6 can also be used for relevant qualitative considerations. As already mentioned, the simultaneous formation of a y and a -y magnetization due to the vector addition leads to a reduction in the amplitude of the echo signals which are formed. As can be seen from Fig. 6, such a state is reached at the earliest at time 50 and indicated by small circles there. The state y results from the double refocusing of the z magnetization, which was excited at time 10 , via zy - F ₁ F ^{1 *} - -yy - - F ₁ - F ₁ ^* - y, while the state -y by simply refocusing the magnetization (but also other components) excited by the third RF pulse. This means that the amplitude of all those echo signals that occur on a path with more than one refocusing is reduced. Large flip angles increase the refocusing probability corresponding to sin ² ( α / 2). This leads to the fact that when using large flip angles such antiphase signals are generated after only a few echoes and the amplitude of the echo signals drops rapidly. In the case of small flip angles, on the other hand, the overall signal is determined by magnetizations which have only undergone refocusing. Accordingly, the drop in the amplitude of the echo signals takes place more slowly.

Für kleine Flipwinkel ist sin α ≈ α und sin²(α/2) ≈ α ²/4. Die Intensität der Echosignale wird dann von der Zahl der möglichen Wege mit einer Refokussierung zur Echobildung bestimmt. Das erste Echo nach Beendigung des Puls-Burst wird als Summe aus der Refokussierung des (n-1).ten HF-Impulses am n.ten HF-Impuls und des (n-3).ten HF-Impulses am (n-1).ten HF-Impulses usw. gebildet. Der Zerfall der Amplituden der Echosignale läßt sich dann aus der Anzahl der möglichen Refokussierungswege berechnen. Für HF-Impulse mit unterschiedlichem a _n läßt sich umgekehrt solch ein Gleichungssystem aufstellen, dessen Lösung einen Satz von Flipwinkeln α _n ergibt, welche zu einem möglichst gleich mäßigen Abfall der Amplitude der Echosignale führen.For small flip angles, sin α ≈ α and sin ² ( α / 2) ≈ α ^2/4 . The intensity of the echo signals is then determined by the number of possible paths with a refocusing to form the echo. The first echo after the pulse burst has ended is the sum of the refocusing of the (n-1) .th RF pulse on the nth RF pulse and the (n-3) .th RF pulse on (n-1 ) .th RF pulse, etc. formed. The decay of the amplitudes of the echo signals can then be calculated from the number of possible refocusing paths. Conversely, such an equation system can be set up for RF pulses with different a _n , the solution of which results in a set of flip angles α _n , which lead to a uniform drop in the amplitude of the echo signals.

Der hier diskutierte Formalismus ist auch leicht für HF-Impulse erweiterbar, welche in Bezug auf ihre Phase moduliert sind. Das Phasendiagramm muß dann um die um 90° phasenverschobenen Zustände i F _n, -iF _n, iF _n ^* und -iF _n ^* erweitert werden. Durch eine Phasenmodulation der Flipwinkel kann dann der Anteil der gegenphasigen Magnetisierungen, der zur Reduktion der Amplituden der Echosignale führt, vermindert werden, so daß die Amplituden der Echosignale langsamer abfallen. So führt zum Beispiel eine Modifikation des Puls-Burst, bei der die erste Hälfte der HF- Impulse gegenüber der zweiten Hälfte um 90° phasenverschoben ist, zu einer Verlängerung des Echozuges.The formalism discussed here is also easily expandable for RF pulses that are modulated with respect to their phase. The phase diagram must then be expanded by the states i F _n , -i F _n , i F _n ^* and -i F _n ^* , which are phase-shifted by 90 °. The proportion of the antiphase magnetizations, which leads to a reduction in the amplitudes of the echo signals, can then be reduced by phase modulation of the flip angles, so that the amplitudes of the echo signals drop more slowly. For example, a modification of the pulse burst, in which the first half of the RF pulses are 90 ° out of phase with the second half, leads to an extension of the echo train.

Etwas anders ausgedrückt, läßt sich nach der gängigen Theorie die Gesamtmagnetisierung durch einen Vektor B wiedergeben, welcher die Verteilung der Magnetisierungen auf die Komponenten M _x, M _y und M _z wiederspiegelt. Im thermischen Gleichgewicht ist dieser gegeben durch In other words, according to current theory, the total magnetization can be represented by a vector B , which reflects the distribution of the magnetizations among the components M _x , M _y and M _z . In thermal equilibrium this is given by

sofern man den Koeffizienten der Gleichgewichtsmagnetisierung auf 1 normiert. Die Beschreibung der zeitlichen Entwicklung der Magnetisierung unter einem Puls-Burst verlangt, wie ausge führt, eine Unterteilung von B in eine größere Anzahl von Ko effizienten, welche die Besetzung der relevanten Zustände F ₁, F ₁, Z ₁, Z ₁ wiedergeben, wobei die Zustände Z _n die den Zustän den F _n entsprechenden Ensembles kohärenter z-Magnetisierung repräsentieren, welche zur Ausbildung der sog. stimulierten Echos führen, wie es in Fig. 6 dargestellt ist. B enthält dem nach die Koeffizienten der Ensembles
M _x M _y M _z F ₁ -F ₁ F ₁ -F ₁ ... provided that the coefficient of equilibrium magnetization is normalized to 1. The description of the temporal development of the magnetization under a pulse burst requires, as explained, a division of B into a larger number of coefficients, which reflect the occupation of the relevant states F ₁ , F ₁ , Z ₁ , Z ₁ , whereby the states Z _n represent the ensembles of coherent z-magnetization corresponding to the states F _n , which lead to the formation of the so-called stimulated echoes, as shown in FIG. 6. B accordingly contains the coefficients of the ensembles
M _x M _y M _z F ₁ - F ₁ F ₁ - F ₁ ...

Die Wirkung eines jeden HF-Impulses mit dem Flipwinkel α _n läßt sich durch eine Matrixmultiplikation beschreiben:The effect of each RF pulse with the flip angle α _n can be described by matrix multiplication:

B′ _n beschreibt die Magnetisierung nach dem Puls B _n die Magneti sierung vor dem HF-Impuls. B ' _n describes the magnetization after the pulse B _n, the magnetization before the RF pulse.

T₀ ist die Rotationsmatrix für einen HF-Impuls der Phase x. T ₀ is the rotation matrix for an RF pulse of phase x .

T₁ ist die Transformationsmatrix welche den Überzug der depha sierten Zustände F _n . . . beschreibt. Die Koeffizienten sind wie folgt definiert: T ₁ is the transformation matrix which covers the dephased states F _n . . . describes. The coefficients are defined as follows:

cos² (a _n/2): für alle Übergänge von F _n, F _n*, F _n und -F _n* in sich selbst.
sin² (α _n/2): für die Übergänge F _n nach -F _n*, -F _n nach F _n*, F _n* nach -F _n und -F _n* nach F _n.
sin α _n: Für die Erzeugung der transversalen Ensembles F _n, -F _n, F _n* und -F _n* aus den longitudinalen Zuständen.
½ sin a _n: Für die Erzeugung der longitudinalen Ensembles Z _n und -Z _n aus jedem F _n, entsprechend für alle anderen Zustände -F _n, F _n* und -F _n*.
cos α _n: Für die Erhaltung jeden Zustandes Z _n, -Z _n, Z _n* und -F _n*.cos² ( a _n / 2): for all transitions of F _n , F _n *, F _n and - F _n * into themselves.
sin² ( α _n / 2): for the transitions F _n to - F _n *, - F _n to F _n *, F _n * to - F _n and - F _n * to F _n .
sin α _n : For the generation of the transverse ensembles F _n , - F _n , F _n * and - F _n * from the longitudinal states.
½ sin a _n : For the generation of the longitudinal ensembles Z _n and - Z _n from each F _n , correspondingly for all other states - F _n , F _n * and - F _n *.
cos α _n : For the maintenance of every state Z _n , - Z _n , Z _n * and - F _n *.

Die Übergänge zwischen den Pulsen können dem Diagramm nach Fig. 6 entnommen werden. Repetitive Anwendung dieses Formalismus führt zu den Koeffizienten ± F _n ^* nach Beendigung des Pulspakets, welche durch sukzessive Refokussionierung durch den stehenden Gradienten b die Amplituden der nachfolgenden Echos E _n ergeben. Für phasenmodulierte Pulse läßt sich dieser Formalismus durch Hinzunahme der entsprechenden Zustände leicht erweitern.The transitions between the pulses can be seen from the diagram in FIG. 6. Repetitive application of this formalism leads to the coefficients ± F _n ^* after the end of the pulse packet, which result in the amplitudes of the subsequent echoes E _n through successive refocussing by the standing gradient b . For phase-modulated pulses, this formalism can easily be expanded by adding the corresponding states.

Die vorstehenden Ausführungen haben deutlich gemacht, daß das erfindungsgemäße Verfahren in vielfältiger Weise variiert werden kann, insbesondere durch die Beschaffenheit des Puls-Burst, dessen HF-Impulse in unterschiedlicher Weise variierte Amplituden und Phasen des Trägersignals aufweisen können und dessen grundsätzlich äquidistante Folge von HF-Impulsen auch Lücken aufweisen kann. Ebenso ergeben sich für das erfindungsgemäße Verfahren überall dort Anwendungsmöglichkeiten, wo die Anwendung von Folgen von Echoimpulsen nützlich ist, die eine durch ein Gradientenfeld aufgeprägte Codierung aufweisen. Ein besonders bevorzugtes Anwendungsgebiet ist die Bilderzeugung, bei der das erfindungsgemäße Verfahren mit allen aus der NMR-Tomographie bekannten Verfahren kombiniert werden kann.The foregoing has made it clear that the The inventive method can be varied in many ways can, especially due to the nature of the pulse burst, whose RF pulses varied in different ways and can have phases of the carrier signal and its basically equidistant sequence of RF pulses also gaps can have. Likewise arise for the invention Processes wherever the application of sequences of echo pulses is useful, one by one Gradient field have stamped coding. A special one preferred area of application is image generation, in which the inventive method with all from NMR tomography known methods can be combined.

Das erfindungsgemäße Verfahren läßt sich mit allen herkömmlichen NMR-Spektrometern ausführen sowie auch bei Kernspin-Tomographen verwenden, sofern der Sender dieser Geräte dazu eingerichtet ist, eine schnelle Folge von HF-Signalen mit vorgegebener Ampli tudenvariation und gegebenfalls auch vorgegebener Variation der Phase des HF-Trägersignals zu erzeugen. Die hierfür gegeben enfalls erforderlichen Modifikationen herkömmlicher Geräte kann der einschlägige Fachmann ohne weiteres vornehmen. The method according to the invention can be used with all conventional Execute NMR spectrometers as well as with nuclear spin tomographs use, provided the transmitter of these devices is set up for this is a fast sequence of RF signals with a given ampli variation and if necessary also predetermined variation the phase of the RF carrier signal. The given for this if necessary modifications of conventional devices the relevant specialist can easily make.

Nachstehend wird ein Beispiel für die Erzeugung eines Bildes nach dem erfindungsgemäßen Verfahren angegeben. Es wurde ein aus 128 HF-Impulsen bestehender Puls-Burst verwendet, dessen HF-Impulse entsprechend einem Magnetfeld der Stärke 4,7 Tesla eine Trägerfrequenz von 200 MHz, eine Länge von 2 µs und einen Abstand von 120 µs hatten und deren Flipwinkel gaussformig von 0,5° bis 2° zunahm. Die erste Hälfte der HF-Impulse hatte eine gegenüber der zweiten Hälfte um 90° verschobene Phase. Unter einem Lesegradienten von ca. 80 mT/m und einem Phasengradienten von ca. 80/128 mT/m wurden 128 Echosignale erhalten und bei einer Aufnahmebandbreite von 1 MHz in insgesamt 32 K Daten erfaßt, die dann durch eine zweidimensionale Fouriertrans formation zu dem in Fig. 7 dargestellten, aus 128×128 Punkten aufgebauten Bild verarbeitet wurden. Die Aufnahmezeit betrug 8 ms.An example of the formation of an image by the method of the present invention is given below. A pulse burst consisting of 128 RF pulses was used, the RF pulses of which had a carrier frequency of 200 MHz, a length of 2 µs and a spacing of 120 µs corresponding to a magnetic field of 4.7 Tesla and whose flip angle was Gaussian 0.5 ° to 2 ° increased. The first half of the RF pulses had a phase shifted by 90 ° compared to the second half. Under a reading gradient of approx. 80 mT / m and a phase gradient of approx. 80/128 mT / m, 128 echo signals were obtained and, at a recording bandwidth of 1 MHz, a total of 32 K data was acquired, which was then transformed by a two-dimensional Fourier transformation to the in Fig. 7 shown, made up of 128 × 128 dots processed image. The recording time was 8 ms.

Claims

1. A method for generating a sequence of spin echo signals in NMR spectroscopy, in which a sample arranged in a homogeneous magnetic field is excited with a sequence of RF pulses that result in the generation of spin echo signals, characterized in that the sample additionally exposed to a magnetic gradient field and a sequence of very quickly consecutive, equidistant RF pulses of different amplitude and with a small flip angle α is used to excite the sample, the flip angle α and the amplitude of which are chosen such that the product of the number of RF Pulse and the flip angle of the individual pulses results in a total flip angle between 90 ° and 180 ° and, following the sequence of the HF pulses, a train of equidistant echo signals with the most constant amplitude possible is obtained.

2. The method according to claim 1, characterized in that the size of the magnetic gradient field over time interval between the sequence of RF pulses and the start the sequence of the echo signals is changed.

3. The method according to claim 1 or 2, characterized in that a sequence of equidistant RF pulses is generated which has gaps at predetermined points.

4. The method according to any one of the preceding claims, characterized characterized in that the RF pulses additionally be phase modulated.

5. The method according to claim 4, characterized in that the phase of one half of the RF pulses versus the phase the second half of the RF pulses are 90 ° out of phase are.

6. Use of the method according to one of the preceding Claims to generate the for the points of a two dim sional image characteristic signals at the core spin tomography, characterized in that after completing the sequence of RF pulses and for the duration the sequence of the echo signals the sample additionally one to magnetic gradient field perpendicular magnetic Pha is exposed to the gradient and the echoes obtained a two-dimensional Fourier transform under which are the characters for the points of the picture teristic signals.

7. Use according to claim 6, characterized in that the phase gradient during the duration of the sequence of the echo signals is constant.

8. Use according to claim 6, characterized in that the phase gradient in the intervals between the individual echo signals are switched on in a pulsed manner.

9. Use according to any one of claims 6 to 8, characterized ge indicates that the generation of the points for a characteristic signals with two-dimensional image Measures for slice selection can be combined.

10. Use according to claim 9, characterized in that the sample before irradiating the sequence of RF pulses a slice selection gradient and a selective one Excitation pulse is suspended, after which the consequence the RF pulse has the effect of a refocusing pulse.

11. Use according to claim 9, characterized in that the sample before irradiating the sequence of RF pulses a slice selection gradient and an RF pulse is exposed through which the outside of the selected Slice lying areas of the sample can be saturated.

12. Use according to claim 9, characterized in that after the end of the sequence of RF pulses and before the start the sequence of echo impulses on the sample a disk selek tive refocusing pulse irradiated and for the duration of the refocusing pulse the magnetic gradient field is replaced by a selection gradient.

13. Use of the method according to one of claims 1 to 5 to generate the for the points of a three-dimensional Characteristic signals in magnetic resonance imaging phie, characterized in that a method according to any one of claims 4 to 10 Measures to detect the perpendicular to the disc plane third dimension of the sample is added.

14. Device for performing the method according to one of the Claims 1 to 5 and possibly its use according to a of claims 6 to 13, with a for generating HF Pulse trained transmitter, characterized in that the transmitter for generating sequences very close to each other following, equidistant RF pulses with from pulse to Variable amplitude pulse and possibly phase set up is.